JPS62500283A - 超音波診断装置 - Google Patents

Abstract

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Description

【発明の詳細な説明】 超１１１ｕ贋直又 栽上りと旺 本発明は一般的に超音波診断装置、一層詳細には、重畳された解剖学的情報およ び血液流速情報を表示し得る装置に関する。

！東狡血 超音波診断装置は身体健康および疾患の包括的情報を提供する。超音波法はその 安全性および有効性を実証されており、従って患者および医師の双方により広く 受け入れられているゆ超音波診断装置は、超高間波の音波（典型的に３．０　Ｍ 　Ｈｚのオーダー）を伝達し、次いで身体構造から反射された波を解析すること により身体内部の構造の像を発生する。おそらく最も広く使用されている超音波 診断装置は臓器の選択された断面の二次元像の形態で臓器の構造的情報を表示す る。超音波は典型的に扇形走査の形態で臓器を横切って走査される。扇形走査は 通常、像が検査中に得られるように、実時間で行われる。このような場合、臓器 の運動は相応に運動する像を生ずる。

心臓学では、たいていの疾患は解剖学的異常および血液流速異常の双方を伴って いる。二次元の解剖学的像はたとえば帽僧弁狭不症、心臓内分路および壁運動異 常を検出するのに非常に有効であることが実証されているけれども、大動脈狭不 症、帽僧弁および大動脈不全および先天性欠損を評価するのにはそれほど有効で ない。これらの後者の領域内では、解剖学的欠損は極度に小さく、またしばしば 従来の解剖学的超音波装置の分解能を越えている。しかし、これらの欠）Ｈによ り惹起される血液流の異常に関する情報は非常に重要である。従って、もし血液 流がモニタされ得るならば、これらの異常は一層容易に検出され得る。

現在入手可能ないく・つかの超音波装置はドツプラ原理を用いて血液原情報を提 供する。典型的なドツプラ超音波装置はイイヌマ（Ｉｉ、ｎｕｍａ）他の米国特 許第４．３１８．４１３号およびホイブシ＋　（ｔｌｅｕｂｓｃｈｅｒ）他の米 国特許第４．３２４．２５８号に開示されている。超音波エネルギーのビームが 、血液原情報が望まれる血管または他の臓器に向けられる。運動する血液ｗＡ胞 は超音波エネルギーを反射し、また反射されたエネルギーにドツプラ原理に従っ て血液流の方向に関係して周波数の増大または減少を生ぜしめる。租液流の速度 および方向が検出され得るように、周波数偏移の大きさおよび偏移の方向が検出 される。このようなドツプラ超音波装置は典型的に、従来の超音波診断法を用い る解剖学的情報をも提供する。

現在使用されているドツプラ超音波装置は多くの観点で欠点がある。おそらく最 も重大な欠点は、このような装置は臓器内の１つの点またはいくつかの個別点に おける血液原情報しか提供し得ないごとである。血液流はしばしば臓器内で、比 較的小さい体梼内でも、均等ではないので、このような装置を用いて完全な血液 原情報を得ることは困難である。

本発明は、ドツプラ超音波装置の上記の制限を克服するものである。開示されて いる超音波診断装置は実時間の二次元の解剖学的像の上に重畳された実時間の二 次元の血液原像を提供する。血液原情報が臓器の単一の点または多重の点におい て表示されるのではなく、臓器の全断面またはその主要な部分にわたって表示さ れる。従って、検査者は木質的に単一の時点で臓器の全断面またはその一部分に わたる血液原情報を得ることができる０本発明の上記および他の利点は、図面と 併せて、発明を実施するための最良の形態の説明から当業者に明らかになろう。

又朋９澗−丞 二次元面液流情報を表示するための超音波診断装置が開示されている。本装置は 、血液原情報を得る必要のある患者の領域に向けて一連の超音波バーストを送り 出すためのトランスデユーサ・アレーを含んでいる。超音波は、扇形走査を達成 し得るように、所与の平面内で複数の方向、典型的には３０の異なる方向に送り 出される。

血液から反射された超音波はトランスデユーサ・アレーにより受信されて、相応 の電気的信号に変換される。反射された超音波は、送り出された各超音波バース トに続く受信時間中に周期的にサンプルされる。サンプルされた被反射超音波信 号は、送信された超音波と受信された超音波との周波数差を検出する検出器回路 に供給される。検出器回路の出力が同一位相成分および直角位相成分を含んでい ることは好ましい。

プロセッサユニットが検出器回路から周波数差データを受信し、それに応答して 速度エステイメータ信号を発生する。これらのエステイメータ信号は各ビーム方 向に沿う複数（因の点における血液流速度を示す。このような点が各ビームに沿 って典型的には１７４個存在する。送信された超音波の５つのバーストから検出 されたデータから各速度エステイメータ信号が発生されることが好ましいが、バ ーストの数は５よりも多くても少なくてもよい。

エステイメータ信号は次いでカラーテレビジョンモニタのようなディスプレイに 与えられる。扇形走査から標準ラスク走査へ速度エステイメータデータのフォー マットを変換するため走査コンバータメモリが使用されることは好ましい。ディ スプレイは典型的にトランスデユーサ・アレーから離れる血液流の像を一方のカ ラー、たとえば赤で生じ、トランスデユーサ・アレーへ向かう血液流の像を他方 のカラー、たとえば青で生ずる。カラーの輝度は血液流速度の大きさに従って調 節されている。

Ｍ皿■附豊髪塊皿 第１図は本発明による超音波診断装置により発生された典型的な（象と、像を発 生した超音波送信器／受信器プローブの対応する位置とを示す図である。

第２Ａ図および第２Ｂ図は本発明による超音波診断装面のブロック図である。

第３図は本発明による超音波診断装置のプロセッサユニットを一層詳細に示すブ ロック図である。

第４図はプロセッサユニットの係数乗算器部のプロ・ツク図である。

第５Ａ図および第５Ｂ図はプロセッサユニットの典型的なメモリ読み出し／書き 込みシーケンスを示すタイミングダイアダラムである。

第６図は本発明による超音波診断装置のプロセッサユニットのドツプラ偏移と速 度エステイメータ信号の大きさとの関係を示すグラフである。

第７図は本発明による超音波診断装置の加算／表示回路を一層詳細に示すブロッ ク図である。

Ｈを　方ト　るための最　の５態 第１図を参〇、ｑすると、本発明による超音波診断装置は、多心ケーブル１２に より診断装置（図示せず）の主ユニットに接続されている通常の位相調整アレー 超音波プローブ１０を含んでいる。

プローブ１０は、続いて説明するように、超音波ビームを形成するべくほぼリニ アなタイムシーケンスで電気的励振により付勢される圧電トランスデユーサのア レーを含んでいる。典型的に６０°から９０°までの走査角度φを存する扇形範 囲にわたり超音波ビームを振らせるべく、時間遅れが１ｌｆｉ次に各励振パルス に加えられる。よ（知られているように、主としてビームに焦点を結ばせるため 、追加的な小さい遅れが中心素子に加えられる。送り出されたビームの方向の所 与のターゲットから戻る超音波反射またはエコーは異なる時間でトランスデユー サ素子に到達する。従って、身体内の所与の点からの反射により発生された信号 のすべてが同時に加算されるように、追加的な時間遅れ回路が装置の受信部に設 けられている。

全体として参照符号１４を付されている扇形走査像はテレビジョンモニタのカラ ーＣＲＴ上に表示される。像１４は１１Ｈ次のビーム線に沿って送信／受信シー ケンスを行うことにより形成される。１つのこのようなビーム線が第１図中に線 ８８として示されている。続いて一層詳細に説明されるように、像データは超音 波ビームが扇形角度φを通じて順次に発生され、また走査コンバータメモリ内に 記憶されるにつれて、取得される。データは次いで、標準ラスク走査フォーマッ トを用いるテレビジョン像を発生するために、走査コンバータメモリから読み出 される。

像１４は角度φを通じて種々の方向で超音波ビームの典型的に１５０個のバース トから発生される。各バーストは約８μｓの継続時間を有する。超音波の周波数 は３ＭＨｚのオーダーであるが、大きな分解能を得るためには、それよりも高い 周波数が使用され得るし、また大きな透過能を得るためには、それよりも低い周 波数が使用され得る。

超音波バーストは典型的に互いに約２００μｓの間隔をおかれている。バースト 間の約１９０μｓの馬期中は、プローブ１０は受信器として作用する。身体構造 および赤血球の群から反射された戻り超音波は血液流処理回路による使用のため にほぼ１．１２μｓごとに１回、また解剖学的情報を得るためにほぼ０．２８μ ｓごとに１回サンプルされる。従って、反射された超音波は、血液原像を発生す るため、また一層頻繁に解剖学的像を発生するため、各バーストに続いて約１７ ４回サンプルされる。早くに受信される戻り超音波は身体構造とプローブ１０の 付近の血球とから反射されたものである。遅くに受信される戻り超音波は身体内 の一層深い源から反射されたものである。反射された超音波の振幅およびタイミ ングは心臓構造、第１図中の＠、１６、のように身体構造の通常の二次元の解剖 学的像情報を発生するのに使用される。装置は白で身体構造の表示をも行う。

ドツプラ原理に従って、プローブ１０から離れる血球群のような反射身体の運動 は被反射超音波の波長を長くし、他方プローブ１０に近づく身体の運動は被反射 超音波の波長を短くする。組織内の超音波の速度および超音波の周波数が与えら れると、人間の血液速度は２００　Ｈｚないし３　ｋ　ｌｉｚのオーダーのドツ プラ偏移を生ずる。走査像１４を形成するために、角度φを通しての６４のビー ム方向に沿う点で速度情報を生ずるように５つの超音波バーストのすべてが発生 される。像の色および強さは流れの方向および速度に従って調節される。プロー ブから離れる血液流に対する速度ｔｉ？　報は赤で示され、他方プローブに近づ く血液流に対する速度情報は青で示される。速度の大きさが大きいほど、像の輝 度が大きい。従って、たとえば、大動脈弁に隣接する領域１８内の血液原像は、 この領域内の血液流は比較的高い速度でプローブ１０から離れるので、明るい赤 である。

本発明による超音波装置は扇形走査像１４の全体にわたり血液原情報を重畳し得 るが、通常はこのような情報を走査角度φの一部分のみに表示することが好まし い。像の解剖学的データ部分は典型的に全走査に対する画素の１２８ビームから 形成される。血液流データの全走査は画素の６４ブームから成っている。しかし 、血液法画素データが発生される速度は比較的低いので、血液流データの全走査 から発生される像にはフリッカが生ずる傾向がある。このようなフリッカは用途 によっては許容されるが、通常は血液原情報の走査角度を解剖学的走査角度φの 一部分に制限することが好ましい。たとえば、解剖学的走査角度のほぼ１／２の 血液流走査角度、画素データの３０ビームを含む角度、が実質的にフリフカを減 する。本発明の利益を得るためには、少なくとも２ビーム方向にわたる血液原像 データが使用されるべきであるが、一層完全な像を得るためにはい（つかビーム 方向を使用することが好ましい。血液原情報を発生する走査角度の大きさはオペ レータにより制御され得る。加えて、血液原情報の深さが解剖学的データの一部 分に減ぜられ得る。たとえば、もし身体内の１５ｃｍの深さまでの解剖学的情報 が表示されるならば、オペレータは、血液原像の特性を改善するために、血液原 情報の処理を１００に制限し得る。同様に、オペレータが血液流データを処理す る最大深さを調節し得るように適当な制御部（図示せず）が設けられてい次ぎに 第２Ａ図および第２Ｂ図を参照すると、本発明による超音波装置は、導線２２上 に３．０　Ｍ　ｌｌｚ出力信号を与える基準発振器２０を含んでいる。基準周波 数はトランスデユーサ・プローブの作動周波数に選定されている。基準発振器に 接続されているパルス発生器２４が３．０　Ｍ　Ｈｚ信号の一連のバーストまた はパルスを発生する。個々のバーストの継続時間は典型的に０．６６μｓであり 、一連のバーストは８μｓ以上は継続しない。ここでバーストと呼ばれる一連の パルスは２００μｓごとに発生される。

パルス発生器２４の出力端は、ブロック２６により表されている複数間の位相調 整アレー・パルサー回路に接続されている。典型的に４８個のパルサー回路が設 けられている。各パルサー回路はディジタルに選択された遅れを有する。各パル サー回路の出力端は、プローブＯ内に配室されたトランスデユーサ・アレーの個 々の圧電トランスデユーサ２８に接続されている。圧電トランスデユーサはパル サー回路２６により発生された３ＭＨｙ、バーストまたはパルスを超音波に変換 する。標準扇形走査像１４（第１図）を発生させるべく角度ψにわたり振らされ る超音波の一連のビームを発生させるため、個々のパルサー回路の遅れは通常の 制御回路（図示せず）により制御される。

圧電トランスデユーサ２８は、ブロック２８により表されている複数個の受信器 回路にも接続されている。超音波送信間の１９０μｓの時間中２．トランスデユ ーサ２８は超音波受信器としての役割をし、反射された超音波を電気的信号に変 換する。電気的信号はプローブ１０の各トランスデユーサ２８の出力に対して制 御可能な遅れを与え且つ出力を加え合わせる遅延／加算回路３０に供給される。

周知のように、身体内の単一の源からの超音波反射により発生された信号が同時 に処理されるように、位相調整トランスデユーサ・アレー、の各トランスデユー サにより発生される信号を選択的に遅延させる必要がある。第７図には、遅延／ 加算回路３０が一層詳細に示されている。導線２９上のトランスデユーサ２８の ４８の出力端はそれぞれ前置増ａＳ回路３３に接続されている。増幅器３３の出 力端は可変短時間遅延回路３１に接続され、この可変短時間ｊヱ延回路３１は各 回路３】の遅延が制御装置（図示せず）により０から０．３２ｍ５まで選択的に 変更されることを許すディジタル制御入力端を有する。

４８個の短時間遅延回１ｉ！３３１の出力端はそれぞれ、各々２４個の出力端を 存する４８個のアナログ・マルチプレクサ３２の１つに接続されている。各マル チプレクサは、入力端におけるアナログ信号がマルチプレクサの２４個の出力端 の選択された１つに接続されるようにする制御入力端（図示せず）を存する。マ ルチプレクサの２　、を個の出力端の各々は遅延線１９のタップに接続されてい る。たとえばマルチプレクサの各々の出力０は、導線２１により示されているよ うに、遅延線１９のタップ０に与えられる。

出力１は、導線２３により示されているように、遅延線のタップ１に与えられる 。マルチプレクサ３２の出力端３ないし２２（図示せず）は遅延線１９のタップ ２ないし２２に接続されている。

最後に、マルチプレクサの出力端２４は、導線２５により示されているように、 アナログ遅延線のタップ２３に接続されている。

遅延線１９は各々３００　ｎ、　ｓの遅延を与える２４個のアナログ固定遅延回 路２７を含んでいる。この回路のタップ０は２人力加算増幅器２５の一方の入力 端に接続されている。この増幅器の出力端は遅延回路２７の１つの入力端に接続 されている。遅延回路２７の出力端はバッファ増幅器２９を介して出力導線４３ に接続されている。従って、マル・チプレクサ３２の出力端０上の信号は遅延線 １９により３００ｎｓだけ遅延させられる。

遅延線１９のタップ１は他の２人力加算増幅器２５の一方の入力端に接続されて いる。この増幅器２５の出力端は第２の遅延回路２７を通して第１の加算増幅８ ２５の第２の入力端に接続されている。従って、タップ１に供給されるマルチプ レクサ出力端１からの信号は全体で６００ｎｓだけ遅延させられる。遅延回路２ ７および加算増幅器２５の残りはタップ３ないし２２と組み合わされており、ま た同一の仕方で構成されている。最後に、遅延線のタップ２３は他のバッファ増 幅器２９を通じて遅延回路２７の入力端に接続されている。タップ２３から供給 されるマルチプレクサの出力端２３からの信号は全体で７．　２００　ｎ　ｓ　 （３００ｎ３Ｘ２４）だけ遅延させられる。

遅延／加算回路３０の上記の実施例は低コストで７μｓのオーダーの比較的長時 間の遅延を可能にする。適当な制御回路（図示せず）を用いて短時間遅延回路３ １およびマルチプレクサ３２を制御することにより、所与の源から反射された超 音波により発生されたトランスデユーサ２８からの信号が加算されて出力導線４ ３上に同時に与えられるようにする遅延が行われる。

遅延／加算回路３０の出力端は、遅延／加算回路３０により全値検出回路３６に 接続されている。回路３６の後に、回路３６により発生された信号の残留交流成 分を除去する低域通過フィルタ回路３８が接続されている。従って、絶対値検出 回路３６はフィルタ回路３８と共に振幅検出器としての役割をする。フィルタ回 路３８の直流出力は、出力４２としてディジタルな解剖学的エコ一信号を発生す るフラッシュ型アナログ−ディジタル変換器４０に供給される。周知のように、 フラッシュ型変換器はデータの迅速な処理が可能であり、また典型的にサンプル −アンド−ホールド回路と組み合わされる必要がない。続いて説明するように、 このディジタル信号は、白黒およびカラーＣＲＴへの表示またはビデオテープレ コーダへの記録のために扇形走査出力をラスク走査フォーマントに変換する走査 コンバータメモリに伝達される。

加算増幅器３４の出力は一対の位相検出器４２および４４の入力端にも供給され る。検出器４２の残りの入力端は、基準発１辰器２０からの３　Ｍ　Ｈｚ倍信号 導く導線２２に接続されている。検出器４４の残りの入力端は、位相シフト回路 ４６に接続されており、この位相シフト回路は発振器２０に接続されている。回 路４６は検出器４４に、検出器４２に与えられる基準信号に対して９０゜位相が ずれている３ＭＨｚ信号を与える。

位相検出器４２および４４の出力はそれぞれ低域通過フィルタ４８および５０に より濾波される。濾波された出力はそれぞれ、共通の制御回路５６により能動化 される別々のサンプル−アンド−ホールド回路４２および５４に与えられる。サ ンプル−アンド−ホールド回路４２および５４の出力端は１０ビツトのアナログ −ディジタル変換器回路５８および６０の入力端にそれぞれ接続されている。こ れらの変換器は制御回路５６にも接続されている。変換器５８および６０の出力 端はそれぞれ出力導線６２および６４に接続されている。

位相検出器４２およびフィルタ４８は同相同期検出器としての役割をし、また位 相検出器４４およびフィルタ５０は直角位相同期検出器としての役割をする。制 御回路５６は、変換器５８および６ｏによる１０ビツトのディジタル信号への変 換中に２つの検出器の出力が周期的にサンプル−アンド−ホールドされるように する。変換器５８および６０のディジタル出力はそれぞれ、プローブ１２の作動 周波数である基準周波数での反射された超音波信号の同相および直角位相成分の 大きさおよび符号を表す。

次ぎに第２Ｂ図を参照すると、導線６２および６４上のアナログ−ディジタル変 換器５８および６０の出力はプロセッサユニット６６に供給される。後で一層詳 細に説明されるように、プロセッサユニット６６は出力導線６８上に、角度φ（ 第１図）を通じて間隔をおかれた６４ビームの１つに沿う特定の点における血液 流の速度を表す速度エステイメータ信号を与える。速度エステイメータ信号は、 発生されるにつれて順次にランダムアクセス走査コンバータメモリ７０内に書き 込まれる。導線４２上のディジタルな解剖学的エコー信号も、発生されるにつれ て順次に走査コンバークメモリ７０の他の部分に書き込まれる。

速度エステイメータ信号および解剖学的エコー信号は標準ラスク走査フォーマ、 トでそれぞれ導線７２および７４上に走査コンバータメモリから読み出される。

身体の特定の部位と組み合わされる速度エステイメータおよび血液流データが実 質的に同時にメモリの別々のＳｉ　ｂ５から読み出される。速度エステイメータ 信号は赤／青色変調器回路７６を制御する。互変調器回路７６の出力端は複合器 回路８０の入力端に接続されている。変換器メモリから読み出された解剖学的エ コー信号は、他の複合器回路８０の入力・浦に接続されている出力端を有する白 色変調器回路７８に与えられる。複合器回路８０は、通常の複合ビデオ同期信号 を導く導線８２に接続されている第３の入力端を有する。この信号はたとえば水 平および垂直同期信号を含んでいる。色バースト信号（図示せず）も複合器に与 えられる。第４の複合器入力端は中央プロセッサユニット（ＣＰＵ）８３の出力 端に接続されている。ＣＰＵ８３は、なかんずく、たとえば患者の名前、病歴お よびオペレーティング・インストラクション（通常の仕方でメニューから選択さ れ得る）を含む文字情報を与える。複合器回路８０の出力はカラー陰掻線管８４ （ＣＲＴ）およびビデオテープレコーダ８６（ＶＴＲ）の双方を駆動する。解剖 学的および血液流データは２つの信号を複合器内で簡単に加算することにより重 畳される。本発明の超音波装置は、好ましくは、専ら解剖学的情報を表示するた めの白黒テレビジョンモニタをも含んでいる。モニタディスプレイは第２の複合 器回路８５により駆動される白黒ＣＲＴ８７を含んでいる。複合器８５の一方の 入力端は、走査コンバータメモリ７０から読み出された解剖学的エコーデータを 導く導線７４に接続されている。第２の入力端は、複合ビデオ同期信号を導く導 線８１に接続されている。第３の入力端は中央プロセッサユニット（ＣＰＵ）８ ３に接続されている。

次に、本発明による超音波診断装置の作動の仕方を一層詳細に説明する。前記の ように、超音波エネルギーのパルス化されたビームが周期的にプローブ１２の位 相調整トランスデユーサ・アレーから送り出される。ビームは扇形走査像１４（ 第１図）を発生するべく角度φにわたり走査する。６４のビーム方向の各々に対 して、パルス発生器２４（第２Ａ図）め作用によりプローブが約２００μｓ間隔 で５つの超音波バーストを送り出す。信号は各バーストに続く反射された超音波 から遅延／加算回路３０の出力端に発生される。もし反射源が送り出された超音 波に対して運動していれば、反射された信号は、プローブに向かう反射源の速度 の成分に比例する周波数偏移を存することになる。フィルタ４日は反射された信 号の基準周波数と同一位相の成分に一致する符号および大きさを有する信号を生 し、またフィルタ５０は反射された信号の基準周波数と直角位相の成分に一致す る符号および大きさを有する信号を生ずる。これらアナログ信号はサンプル−ア ンド−ホールド回路５２．５４およびアナログ−ディジタル変換器回路５８．６ ０により１．１２μｓごとにサンプルされ且つディジクル信号に変換される。

同一位相復調器および直角位相復調器と組み合わされているアナログ−ディジタ ル変換器５８により発生されたディジタルデータはそれぞれＸＫおよびＹスで示 されている。下添字ｎはＯから４まで変化し、ビーム方向に沿う５つの超音波バ ースト（ビーム線形式）のどれがデータを生じたかを示す。上添字にはＯから１ ７３まで変化し、反射された超音波の１７４の相続くサンプルのどれがデータを 生じたかを示す。こうして、たとえば、Ｘ２はビーム線形式２　（５つのバース トのうち第３のバースト）の送信に続く第６１時間間隔の間に発生された同一位 相の成分を示す。

プロセッサユニット６６の出力端におけるディジタル速度エステイメータ信号は 、６４ビーム方向の１つに沿う所与の点における血液速度の符号および大きさを 表す。前記のように、使用者は典型的に、［ｆｌＩ液／！Ｌｉの質を改善するた めビーム方向の数を６４よりも少なく制限するべく、本発明による診断装置を調 節する。信号はプローブ１０に対する血液流の方向に関係してネガティブもしく はポジティブであってよい。エステイメータは■６により表されており、ここで 上添字には同じくビーム線に沿う血液サンプルの位置を示す。従って、たとえば 、速度エステイメータ■１０６は、像の早道よりも若干多く下がったところで第 １図の像１４上に表示される血液の量の速度を表す。もし５つの超音波バースト がビーム線８８に沿う方向に送り出されるならば、たとえば、合成速度エステイ メータ■１００　は大動脈弁に隣接する領域１８内の血液流の速度を表す、同一 の５つのバーストにより発生されるエステイメータＶ′３０は領域９０内の心臓 内の一層深い部位の血液流の速度を表す。

速度エステイメータＶゝは下記の式に従って値ＸスおよびＸスからプロセッサユ ニット６６により計算される。

Ｖ　”　＝　ｌ　（Ｘ　’ａ　Ｓ　ｏ　Ｙ　ｏ　Ｔ　ｏ　（１）＋　Ｘ覧Ｓ４　 Ｙ！ｉＴ＋）１ ＋　ｌ　（Ｘ　３　Ｔ　ｏ　＋　Ｙ　’５　Ｓ　。

＋　Ｘ）Ｔ＋＋Ｙマ　Ｓｌ ＋　Ｘ彎Ｔ４＋Ｙ真Ｓ４）　１ １　（Ｘ：　Ｓ　ｏ　＋　ＹＥＴ　。

＋　Ｘ彎Ｓ４＋Ｙ４Ｔ４）１ ここで、■＝速度エステイメータ、ｋ一時間間隔（０〜１７３）、Ｘ−ｆｊｔＫ ｌｉ器出力データの同一位相成分、Ｙ＝復調器出力データの直角位相成分、５ｏ ＝１、Ｓ＋＝　４．５２＝６．５３＝−４，５４−１、Ｔ　ｏ　＝　−２、Ｔ　 ＋　＝　４、Ｔ　２　＝　０、Ｔ１＝−４、Ｔ４＝２゜ 次に、第３図を参照して、プロセッサユニット６６の作動の仕方と式（１）によ り表される計算の仕方とをさらに説明する。プロセッサユニット６６は計算速度 の必要条件からプログラム記憶式マイクロプロセッサではなく通常の固定配線式 論理要素を用いて実現されている。プロセッサの特定の実現形態は本発明の一部 を成しておらず、本明細書の開示に基づいて当業者により種々の仕方で容易に実 現され得る。不必要に詳細な説明により本発明の本質を不鮮明にしないように、 プロセッサユニット６６の作動の仕方をその機能により説明する。

ｆｉ　ＸＭＩされた同一位相成分Ｘスは第３図のブロック９２により示されてい るように一定係数ＳｎまたはＴｎを乗算される。同様に、直角位相成分Ｙ　Ａも ブロック９４により示されているようにこれらの係数を乗算される。その結果と してのそれぞれの積は次いでブロック９６により示されているように加え合わさ れ、第２の加算器９８に与えられる。加算器９６および９８はいずれも差し引き 演算を行い得る。加算器９８の残りの入力端はバッファ１０１の出力端に接続さ れている。加算器９日の出力端はリードオンリーメモリ１００のデータ入力端に 接続されている。メモリ１００のデータ出力端はバッファ１０１の入力端に接続 されている。

アドレス制御器１０２が必要なメモリアドレスを発生するために設けられている 。

加算器９８の出力端は絶対値回路１０４にも接続されており、この絶対値回路は 加算および減算回路１０６の入力端に接続されている出力端を有する。この回路 １０６の出力端は保持レジスタ１０８の入力端に接続されており、レジスタ１０ ８の出力端は回路１０６の第２の入力端に接続されている。レジスタ１０８の出 力端はリミッタ／内挿器回路１１０の入力端にも接続されており、その出力端が プロセッサの出力端の役割をしている。

次に第４図を参照すると、プロセッサの係数乗算回路９２の追加的な詳細が示さ れている。直角位相データＹ　、ｘと組み合わされている回路９４は類（以の作 動をする。

乗算回路９２は４人力のマルチプレクサ回路１１６を含んでいる。マルチプレク サ１１６は４つの入力端の選択された１つに与えられている１３ビツトの並列デ ータを導線１１８への出力端に転送し得る。４線１２０上の１０ビツトのＸｎデ ータは直接にマルチプレクサ１１６の入力端Ｉ　Ｎ　ｏに供給される。入力端Ｉ 　Ｎ　＋に供給されるＸスデータは乗算器回路１２２により２を乗算される。回 路１２２は簡単に、すべてのどノドがＩ　Ｎ　＋へのｘスの配線内で１ポジシヨ ンだけずらされるようにＴＮ＋の最下位ビットをｘ２の最下位ビットよりも１つ 上位のビットに配線する（以下同様）ことから成っている。入力端■Ｎ２に接続 される＞（ｘデータは乗算器回路１２４により４を乗算されている。回路１２４ は簡単に、ＩＮ２に配線されるにつれて２ポジシヨンだけずらされる導線１２０ 上のＸスデータの１０ビツトを有することにより乗算機能を実現する。最後に、 入力端ＩＮ３に与えられるＸスデータは６を乗算される。乗算は、導線１２０上 のデータに回路１２６を通じて２を、また回路１２８を通じて４を乗算し、また これらの乗算の結果を加算器１３０を用いて加え合わせることにより実現されて いる。回路１２６および１２８はそれぞれ乗算器回路１２２および１２４と類似 している。

乗算器回路９２はさらに、所定のシーケンスで出力導線１３２．１３４および１ ３６上にディジタル信号を与える制御論理回路１３１を含んでいる。導線１３２ 上の出力は、マルチプレクサ１１６の選択入力端に供給される２ビツトのデータ である。導線１３２上の２ビツトのデータは、マルチプレクサの４つの入力のう ちどの入力をその出力端に供給するかを制御する。もし定数ＳまたはＴを＋１も しくは−１とすべきであれば入力端Ｉ　Ｎ　ｏが選択され、＋２もしくは−２と すべきであれば入力端ＩＮ＋が選択され、＋４もしくは−４とすべきであれば入 力端ＩＮ２が選択され、また＋６もしくは−６とすべきであれば入力端ＩＮ３が 選択される。

制御器１３１の出力４線１３４はマルチプレクサ１１６の零入力端に接続されて いる。もし信号がこの入力端に与えられれば、マルチプレクサの出力端はすべて 零である。従って、もし定数ＳまたはＴを零とすべきであれば、制御器１３１が 導線１３４上に信号を与える。

マルチプレクサ１１６の１６ビ７）の並列出力は、導線１１８により示されてい るように、導線１３６を介して制御器１３１の出力により制御されている選択可 能なコンプリメンタ−回路１３８に供給されている。もし信号が導線］３６上に 存在しなければ、コンプリメンタ−回路１３８はその入力端に与えられたデータ と同一のディジタル出力を導線１４０上に発生する。導線１３６上の信号は、導 線１４０上に出力されるデータをマルチプレクサ１１６からのデータのコンブリ メントにする。従って、もし係数ＳもしくはＴを負とすべきであれば、制御器１ ３１は導線１３６上に信号を与える。

コンプリメンタ−１３８により実現される機能は実際には間接的に行われる。も しＸスデータおよびＹ気データの双方がコンブリメントされる必要があれば、正 のデータが最初に加算器９６　（第３１７１）により加算されて、加算器９８に 送られる。加算器９８は次いで減算機能を実行するべく指令される。もしＹ攻デ ータのみがコンブリメントされる必要があれば、加算器９６は減算機能を実行す るべく指令される。最後に、もしＸＫデータのみがコンブリメントされる必要が あれば、加算器９６および９８の双方が減算機能を実行するべく指令される。

ビーム方向に沿う５つの超音波バーストの最初のものに続く１９０μｓのサンプ リング周期の間に生起するビーム線形式〇　（ｎ＝０）の間に、加算器９６（第 ３図）は第１表に示されているような値のシーケンスを発生する。

など 第１表の最初の４つの値は復調器出力信号ｘｇおよびＹ８から計算され、これら はビーム線に対する＋１　ｆＪＩ器データの最初のサンプル（ｋ＝ｏ）である。

次の１．１２μｓの時間間隔である次の時間間隔（ｋ＝］、）の間、復調器出力 が再びサンプルされ、データ対Ｘ３およびＹルを与える。第１表の次の４つの出 力値はこの新しいデータから導き出される。この過程は最初の超音波バーストの 送り出しに続く残りの間隔の各々（ｋ＝２ないし１７４）の間！１！続する。

各時間加算器９６は動作を完了し、和が第２の加算器９８に供給される６同時に 、データがランダムアクセスメモリ１００がら読み出されて、バッファレジスタ １０１に転送される。レジスタ１０１出力端は加算器９６により与えられるデー ター、の加算のために加算器９８の第２の入力端に接続されている。和は次いで 第２のバッファレジスタ１０３内ヘロードされ、また次いで先の読み出しの際の アドレスと同一のアドレスでメモリ１００内へ戻される。メモリのアドレス指定 はアドレス制御器１０２を用いて行われる。メモリ１００は好ましくは高速スタ ティックランダムアクセスメモリから製作されている。日立型のＨＭ６１１６− Ｐ２という品番の８ビツト４×２にワードＣＭＯＳメモリがこの目的に適してい ることが見出されている。

ビーム線形式〇　（ｎ＝ｏ）の間、メモリ１００から読み出されて加算器９８に 供給されるデータは、バッファ１０１へのリセット制御の能動化によりすべて零 に強制される。これは他のビーム線形式（ｎ−１〜４）では生起しない。ビーム 線形式０の零データは次いで、第１表中に示されている値を生ずるべく加算器９ ８により加算器９６からのデータと加算される。和は次いでメモリ１００内に記 憶される。

メモリ１００の別々の領域が（５ｊ、調器サンプル（ＸおよびＹ）の各対に対し て用意されている。各領域は４つのアドレスを有する。ビーム線形式Ｏの間、第 １の復調器対（χ８およびＹ８）に対する４つのアドレスが第２表中に示されて いる４つの値を保持する。

Ｘ　３　Ｓ　ｏ　＋　Ｙ　８Ｔ　。

ＸｇＴｏ　ＹｊｊＳ。

ビーム線形式Ｏの残余の間、続く１６９のデータサンプル（ｎ−１〜１７４）の 各にと組み合わされている４つの値が追加的なメモリ位置内に記憶される。

次のビーム線（ｎ＝１）の間、加算器９６により与えられる値は第３表中に示さ れている。

など 第３表の値は、先のビーム線形式（ｎ＝ｏ）の間にメモリ内ヘロートされた対応 する値と加算されるべく順次に加算器９８に送られる。最初のビーム線形式Ｏ値 は第１表中に示されている。第４表中に示されている加算された結果は同一位置 でメモリ内に戻される。

Σヱし及 ＸｇＳｏ−Ｙ：Ｔｏ＋Ｘ’、５ｔ−Ｙ’、Ｔ＋Ｘ：Ｔｏ＋Ｙ：Ｓｏ＋Ｘ？Ｔ＋＋ Ｙ？Ｓ＋Ｘ　：　Ｓ　ｏ　＋　Ｙ　ｇ　Ｔ　ｏ　＋　Ｘ　７　Ｓ　＋　＋　Ｙ　 ？　Ｔ　＋Ｘ：Ｔａ　ｌｓａ＋Ｘ？Ｔ＋−ＩＳ＋ ＸａＳｏ−Ｙ、；Ｔｏ＋Ｘ；５ｔ−ＹｊＴ＋ＸａＴｏ＋ＹみＳｏ＋ＸｊＴ＋＋Ｙ ’、Ｓ＋Ｘ　４　Ｓ　Ｏ＋　Ｙ　４　Ｔ　Ｏ＋　Ｘ　；　Ｓ　＋　＋　Ｙ　：　 Ｔ　＋Ｘ　４　Ｔ　ｏ　−Ｙ　、’　Ｓ　ｏ　＋　Ｘ　’、　Ｔ　＋　Ｙ　；　 Ｓ　＋Ｘ５Ｓｏ−Ｙ：Ｔｏ＋Ｘ７Ｓ＋　Ｙ？ＴＩＸ　ｇ　Ｔ　Ｏ＋　Ｙ　ｇ　Ｓ 　Ｏ＋　Ｘ　ｊ　Ｔ　１＋　Ｙ　ｊ　Ｓ　Ｉなど 同一のシーケンスがその後の３つのビーム線形式（ｎ＝２〜４）に対して繰り返 される。最後または第５のビーム線形式、（ｎ＝４）の間、メモリ１００は第５ 表に示されている値により更新される。

＋ｘｙｓ３−ｙ宝Ｓ３＋Ｘ：Ｓ４　Ｙ：Ｔ４Ｘ　ｇ　Ｔ　Ｏ＋　Ｙ　８　Ｓ　Ｏ ＋　Ｘ　？　Ｔ　Ｉ　＋Ｙ　？　Ｓ　Ｉ　＋　Ｘ　”：　Ｔ　２　＋　Ｙ　：　 Ｔ　２＋ＸτＴ３＋Ｙ宝Ｓ　ｌ＋　Ｘ　：　Ｔ→＋Ｙ　：　Ｓ　４Ｘ８ＳＯ＋Ｙ ８ＴＯ＋Ｘ９．Ｓｔ　＋Ｙ？Ｔ＋　＋Ｘ７Ｓ２＋ＹｊＴ２τχτＳ３＋ＹτＳ　 １　＋　Ｘ　：　Ｓ　ｓ　＋　Ｙ　：　Ｔ　４Ｘ：ＴＯＹ８ＳＯ＋Ｘ？ＴＩ　Ｙ ？Ｓ＋”Ｘ：Ｔ２　ＹｆｆＳ２＋Ｘ’７Ｔ３−Ｙ写Ｓ　３＋Ｘ　、ｏ　Ｔ　４− Ｙ　ｏ、　Ｓ　４Ｘ　２　Ｓ　ｏ　Ｙ　Ｑ　Ｔ　Ｏ＋Ｘ：　Ｓ　＋　Ｙ　：　Ｔ 　Ｉ　Ｔ　Ｘ　ｉ　３７　Ｙ　ｉ　Ｔｙ＋　Ｘ　ｉ　Ｓ　３　Ｙ　ｊ　Ｔ　３　 ＋　Ｘ　４　Ｓ　４−　Ｙ　４　Ｔ　４χ４　Ｔｏ＋Ｙ５Ｓｏ＋ＸｊＴ＋　＋Ｙ ；Ｓ＋　＋Ｘｊ−ｒ’２＋ＹｉＳ２＋　Ｘ　ｊ　Ｔ　３　＋　Ｙ　ｊ　Ｓ　３＋ 　Ｘ　：　Ｔ　４　＋　Ｙ　４　Ｓ　４Ｘ　ａ　Ｓ　ｏ　＋　Ｙ　Ａ　Ｔ　ｏ　 ＋　Ｘ　ｊ　Ｓ　＋　＋、　Ｙ　ｊ　Ｔ　＋　”　Ｘ　ｊ　Ｓ　２　＋　Ｙ　ｉ 　Ｔ　２＋　Ｘ　ｆ　Ｓ　３　＋　Ｙ　！　Ｔ　３　＋　Ｘ　：　Ｓ　４　ＴＹ 　２　Ｔ　４Ｘ　Ｑ　Ｔ　ｏ　Ｙ　４　Ｓ　ｏ　＋　Ｘ　＋、　Ｔ　＋　Ｙ　’ 、　Ｓ　＋　＋　Ｘ　％　Ｔ　２−　￥　：　Ｓ　２＋Ｘ１ＴＩ　ＹｉＳｔ＋Ｘ ４Ｔ４　Ｙ４Ｓ４Ｘ５Ｓｏ　Ｙ：Ｔｏ＋ＸｊＳ＋　ＹｊＴ＋＋Ｘ；Ｓ２　Ｙ３Ｔ ２十Ｘ　ｉ　Ｓ　１−　Ｙ　ｉ　Ｔ　３　＋　Ｘ　ｉ　Ｓ　４−　Ｙミニ４Ｘ　 ’ｊ、　Ｔ　ｏ　＋　Ｙ　Ｑ　Ｓ　Ｏ＋　Ｘ　’、　Ｔ　Ｉ　＋　Ｙ　ｊ　Ｓ　 ＋　＋χｊ　Ｔ　２　＋　Ｙ　ｉ　Ｓ　２”　Ｘ　’ｒ　Ｔ　３　”　Ｙ　ｉ　 Ｓ　３　＋　Ｘ　４　Ｔ　４↓Ｙ　ｉ　Ｓ　４など 最終のビーム線形式の間にメモリ１００内に記憶される最初の４つの値は、第５ 表に示されているように、式（１）かられかるように速度エステイメータ■０を 計算するために用いられる４つの項に相当する６同様に、メモリ内に記憶される 次の４つの項は速度エステイメータ■１を計算するために用いられる。この時点 でメモリ内に記憶される次の４つの連続する値の各々は特定のビーム方向に沿っ て同一の仕方で残りの速度エステイメータ■２ないし■１７４　を計算するため に用いられる。

次に第５Ａ図を参照して、扇形走査の一部分に対するタイムシーケンスをさらに 説明する。第５Ａ図のタイムダイアグラムの行Ａは、完全な扇形走査の約１．／ ２にわたり血液流データを発生するべく超音波が送り出されるビーム方向を示す 、６．ｉビーム方向の全部が全走査にわたる血液流データを発生するのに用いら れる。示されているように、３０ビーム方向の全部が半走査のために用いられ、 各方向は方向番号Ｏないし２９を付されている。ダイアグラムの行Ｂは経過時間 をμＳで示す。１／２走査は約３０μｓを必要とし、ビーム方向の変化は１ｒｎ Ｓごとに生起する。

第５Ａ図の行Ｂ、Ｃ，ＤおよびＥは走査の方向線番号１および２の間の拡大され た時間間隔を示す。行Ｂにより示されているように、各ビーム方向に生起する５ つのビーム線形式（０〜４）が存在する。各ビーム線の継続時間は約２００μｓ である。

ビーム方向番号ｌのビーム線形式３の時間周期は行ＦおよびＧ内に示されている 。この周期は走査の１６００ｍｓと１８００ｍｓとの間に屈する。はぼ最初の８ μｓの間、プローブ１２は超音波を送り出す。残りの１９２μｓの間、プローブ は受信器として作用し、反射された超音波を検出する。受信間隔の典型的な拡大 された区間が行Ｈ内に示されている。この区間は走査の１６１６゜００μｓ点と １６２１．６０μｓ点との間に屈する。

次に第５Ｂ図を参照して、プロセッサユニット６０のメモリ１００の読み書き動 作および関連する事象をさらに説明する。ビーム方向番号１のビーム線形式３の 間に生起する第５Ｂ図の行Ｈ内に示されている時間間隔を例として用いることに する。第５Ｂ図の行Ａは検査されるべき走査の時間間隔を示す。行Ｂは１６１６ ゜００μｓの時点に零を有する相対的時間を示す。示されている周期は０．２８ μｓ間隔に分解されている。最初の０．２８μｓ間隔の開始時に同一位相係数乗 算器９２（第３図）は第５Ｂ図の行Ｃにより示されているように信号Ｘ１を与え られる。同様に、直角位相係数乗算器９４が行りにより示されているように信号 Ｙ１を与えられる。これらの値は前記のように１．１２μｓ後にそれぞれＸｌお よびＹｌに更新される。

最初の０．２８μｓ間隔の最初の部分の間、係数乗Ｗ−器９２はデータＸ１に８ ３を乗算し、また係数乗算器９４はデータＹｌにＴ３を乗算する。これらの値は 第５Ｂ図の行已に示されているように、出力値Ｘ１Ｓ３　Ｙ’）Ｔ３を生ずる加 算器９６に供給される。乗算器９２および９４は、同じく行Ｅに示されているよ うに、０．２８μｓごとに１回ずつ係数乗算を行う。

メモリ１００の書き込みサイクルとそれに続く読み出しサイクルとが０．２８μ ｓごとに１回ずつ生起する。たとえば、第５Ｂ図の行Ｆに示されているように、 アドレス４におけるメモリ１００の内容は最初の０．２８μｓ間隔の第２の半部 の間に読み出される。

この時にアドレス４においてメモリ１００から読み出されたデータは行Ｇに示さ れており、また一時的にバッファ１０１　（第３図）内に保持される。次の０． ２８μｓ間隔の最初の半部の間には、相対的時点０．２８μｓで開始して、デー タがメモリアドレス３内に書き込まれる。これらのデータは次のビーム線形式ま で用いられず、また示されていない。またこの時点で、アドレス４からまさに読 み出されたバッファ１０１の内容（行Ｇに示されている）が加算器９６により出 力されたデータに加算される。加算器９８により行われるこの加算は行Ｈに示さ れており、また和は一時的にバッファ１０３　（第３図）内に保持される。

０．２８μｓ間隔の最終の半部の間には、相対的時点０．５６μＳで終了して、 アドレス５におけるメモリ１００の内容が読み出されて、行ＦおよびＧに示され ているようにバッファ１０１内に記憶される。バッファ１０３内に記憶された加 算器９８の出力は次いで、行ＦおよびＧに示されているように、相対的時点０． ５６μｓで開始する次の０．２８μｓ間隔の最初の半部の間にアドレス４におい てメモリ１００内に書き込まれる。

上記の交互の読み出し／書き込みシーケンスは、メモリ１００の４つの位五（ア ドレス４〜７）にに＝１に対するビーム線形式３のデータが記憶され終わるまで 繰り返される。シーケンスは次いで、メモリアドレス８〜１１がビーム線形式３ のデータをロードされるべく接続される相対的時点１．１２μｓで開始して、ｋ ＝２に対して繰り返される。メモリローディングシーケンスはビーム線形式３の データの残りに対して繰り返される。次の最終のビーム線（形式４）の間は、メ モリ１００内のデータは前記の仕方と同一の仕方でビーム線形式４のデータと複 合される。複合されたデータは次いで順次に前記の仕方で絶対値回路１０４　（ 第３図）、加算／減算回路１０６、レジスタ１０８およびリミタ／内挿器回路＋ １０に供給される。これらのデータ回路はビーム線形式４のデータが発生される まで能動的でない。

プロセッサユニット６６を含む種々の構成要素は互いに同期して同時に作用する 。従って、たとえば、係数乗算器９２および９４は一方の群のデータに作用し、 他方加算器９８およびメモリ１００は他方の群のデータに作用する。また、ｋ＝ １に対するメモリ書き込みはに＝２にり４するメモリ書き込みおよび同様にｋの 一層大きい値に対するメモリ読み出しを挟み込まれている。“パイプライニング と呼ばれることもあるこのような動作は高速のデータ処理を可能にする。

ブロック１０４により示されているように、最終のビーム線形式（ｎ　＝　４） の間にメモリ１００内に記憶されたデータの絶対値Ａは順次に計算される。さら にブロック１０６により示されているように、いったんメモリ泣面の絶対値が決 定されると、値Ａは先にメモリから読み出されて一時的に保持レジスタ１０８内 に保持された値Ｂに加算され、もしくは減算される。値ＡおよびＢは式（１）の ４つの絶対値項の各々の前の符号に従って互いに加算もしくは減算される。たと えば、３０ビーム方向の１つに沿う最初の時間間隔（■０）に対する速度エステ イメータは下記のとおりである。

Ｖ’＝ｌ　（Ｘ：Ｓｏ−ＹｇＴｏ　（１）＋　Ｘ　？　Ｓ　＋　Ｙ　？　Ｔ　＋ ＋　Ｘ’ｊＳ２　ＹＹＴｚ ＋　ｘｙｓ　３−ｙＨＴ。

絶対値回路１０４の機能は間接的に実行される。もしバッファ１０３の出力が負 であれば、回路１０６の正規な加算／減算作用は逆にされる。もし負でなければ 、正規な加算／減五作用が行われる。

次に第６図を参照すると、一般的にプロセッサユニットロ６の伝達特性を表す曲 線１１２が示されている。グラフの横軸は反射された超音波により検出されたド ツプラーシフトを表し、また縦軸はブロセ、７サユニット６６により発生された 合成速度エステイメータ■６の大きさを表している。速度エステイメータｖ′の 大きさおよび符号はディスプレイ上に得ろれる血液原像の色および強度で表され ている。プローブの方向の血液速度の成分に比例しているドツプラーシフトは、 血液ボリュームから反射された超音波がサンプルされる周波数ｒＳで表されてい る。前記のように、典型的な超音波バーストは２００ｍｓごとに１回ずつ発生さ れ、また特定のボリュームの血液が同一のレートでサンプルされる。

従って、サンプリングレートｆｓは５ｋＨｚである。

曲線１１２は基本的に、ドツプラーシフト（血液速度）が変数Ｘ六およびＹｉで 表されている式（１）のプロットである。プローブ１２に向かう血液流に対して は、式（１）の最初の２つの絶対値項が支配的であり、また■１の正の値が発生 される。高い速度の血液流に対しては、速度エステイメータの大きさが大きいの で、色変調器７６　（第２Ｂ図）は明るい青の出力を生ずる。プローブ１２に向 かう速度の低い血液流に対しては、血液原像の明るさは減ぜられる。プローブ１ ２から去る血液流に対しては、式（１）の最後の２つの絶対値頃が支配的であり 、またＶ′の負の値が発生される。プローブに向かう速度の高い血液流に対して は、色変調器７６は明るい赤の像を生ずる。同一方向に速度の大きさが小さくな れば、像は暗くなる。

本発明の重要な特徴は、本発明による診断装置が比較的低い周波数のドツプラー 信号を排除する能力を有することである。心臓のような身体臓器の低速で運動す る壁からの反射により大きく発生されるこれらの信号は血液原情報の表示と干渉 する。第６図かられかるように、曲線１１２は原点の付近でグラフの第１および 第３象限内で非常に非線形になる。この屈曲は本発明による装置が運動する臓器 璧により発生される低い周波数のドツプラー信号を排除する能力を大幅に高める 。好ましくは、■ゝの大きさが所定の値以下に不感帯１１４内へ低下する時にデ ィスプレイ上に思出力を発生する回路が設けられている。曲線１１２の屈曲は、 以下に説明するように、式（１）の適当な値Ｓ１およびＴｎの選定により達成さ れる。

高速の血液流はサンプリングレー）ｆ＋と比較可能な大きさのドツプラーソフト を発生することができる。たとえば、第６図かられかるように、０．３３ｆｓよ りも大きいドツプラーシフトは所望の結果と反則に像の明るさを減する結果とな る。もしドツプラー周波数が０．５ｆＳよりも大きければ、像の色は実際に青か ら赤へ切換えられる。この現象は一般にエイリアシングと呼ばれている。ドツプ ラーシフトは、たとえば、３　ｋ　ｆｉｚであってよく、この場合、５ｋＨｚの 典型的なサンプリング周波数が用いられるとすれば、エイリアシングが生ずる。

従って、サンプリング周波数が高くされなければならない。しかし、もしサンプ リング周波数があまりにも高くされると、１つのバーストから発生された身体内 の深い部位からの反射超音波と次のバース１−から発生された身体の浅い部位か らの反射超音波とが混同される可能性がある。このあいまいさは、反射超音波の 処理を所定の最大深さに制限することにより回避され得る。この最大深さはサン プリング周波数および身体内の音速に関係する。たとえば、もしエイリアシング を回避するためにサンプリング周波数を１ＱｋＨｚに高める必要があれば、あい まいさは、組織内の超音波の速度が約６．５ｃｍ／μＳであることから、超音波 が処理される深さを約６ｃｍに制限することにより回避され得る。

前記のように、第６図の曲線１１２は基本的に式（１）のプロットである。この 特定の式は、係数ＳｎおよびＴｎの値を含めて、本発明の応用に好ましいことが 見出されているが、他の伝達関数も用いられ得る。これに関して、厳密な数学的 解析というよりも直観的なアプローチを用いて、式（１）をさらに説明する。

プロセッサユニット６６に与えられるドツプラー信号は下式により表され得る。

す）。Ｘは信号の同一位相成分であり、Ｙは信号の直角位相成分であり、ｋは時 間間隔であり、またｎはビーム線形式番号である。好ましい実施例では、ｋは０ から１７４まで変化し、またｎは０から４まで変化する。項Ｗスは複素平面上に プロットされる５つのフェーサとして可視化され得る。これらのフェーサは５つ のビーム線形式に対する反射超音波から検出器により発生されたＸスおよびＹ　 ｘ、により決定される。相続（フェーサが、反射超音波の検出されたドツプラー シフトに一致するレートで原点の周りの位置で発生される。回転の方向はプロー ブ１２に向かう血液流に対しては時計周り方向であり、またプローブから離れる 血液流に対しては反時計周り方向である。時間領域内では、値Ｘ六およびＹスは 互いに９０度ずれた位相とドツプラー周波数に等しい周波数とを有する正弦波形 を表す。Ｘ金波形はプローブから離れる流れに対してはＹ　、ｘよりも遅れてお り、またプローブに向かう流れに対してはＹスよりも進んでいる。

値Ａｎ′は５つの複素数の組であり、右上に添えられている星印じ）によりｋｎ の複素共役数であることが示されている。Ｒゞの大きさが大きいように選定され ている。前記のように、この方向の血液流に対するＷ　ｉの種々の値は順次に大 きいフェーザ角を有するフェーサにより表され得る。従って、フェーサは時計周 ６の大きさが小さいように選定されている。もしドツプラー周波数が低いならば 、命スの５つのフェーサの順次の位相ずれは比較的小さい。時間領域内では、５ つのサンプルが作られる時間周期にわたるドツプラー信号波形は近似的に、一定 のオフセットおよびわずかな曲率を存する直線的ランプとして現れる。従って、 こに１つの定数と、（ｎ−２）に比例する項（この項は波形の中心を原点に五＜ ）と、（ｎ　−２＞の二乗に比例する項との和により近似され得る。

’ＪＪ　；＝二＋ｂ　（ｎ−２）　＋：　（ｎ−２）　’　（４）式（１）の項 ＳｎおよびＴｎは下式のようにｈｎの実数部および虚数部を表す。

Ｒｎ＝Ｓｎ　＋　ｊ　丁−ｎ　（５） 式（１）のＳｎおよびＴｎの各々の５つの値は式（４）に示されている定数、（ ｎ−２＞に比例する項および（ｎ−２）の二乗に比例する項に不感受性であるよ うに選定された。Ｓｎは（ｎ　−２）の偶関数であるように選定された。下式の 関係がｓｎの５つの値を選定する基礎とされた。

４ＳＯ＋ＳＩ＋Ｓ３＋４Ｓ４＝Ｏ（７）式（６）は式（４）の定数項への不感受 性を保証する。さらに式（７）は式（４）の二乗比例項一・の不感受性を保証す る。加えて、Ｓｎは（ｎ−２）の対称関数であるように選定された。Ｓ２の振幅 は任息に６に設定された。Ｓ３およびＳ４は、式（６）および（７）に従って、 それぞれ−４および１として選定された。

ｓｎは偶関数であるので、５Ｏ＝３４＝１かつ５１＝３２＝　４である。

Ｔｎの値は（ｎ−２）の奇関数として選定された。このＴｎＯ値は式（４）の定 数および二乗比例項への不感受性を保証する。

係数Ｔ３は任急に−４に設定された。式（４）の−乗比例項への不感受性を保証 するため、下式が用いられた。

２Ｔｏ−Ｔ＋　＋Ｔ１　２Ｔ４＝Ｏ（８）式（８）および他の制約条件からＴ４ は２、Ｔ＋＝−Ｔ＋＝４かつＴｏ＝　２として選定された。低速度運動への不感 受性または近似的不感受性を得るのに５ｔ−ｔおよびＴｎの他の値も選択され得 ることは理解されよう。

ＳｎおよびＴｎの上記の値は複素平面の原点の周りに大体均等に分布している５ つの複素係数ｈｎを生ずる。係数は時計周り方向に原点の周りにプロセッサユニ ット６６により順次に発生される。

前記のように、金スの５つの値は、サンプリング周波数ｒｓに等しいレートで順 次に発生される複素平面上の５つのフェーサとして見られ得る。もし血液流がブ ローブエ２から去っているならば、フェーサは時計周り方向に発生される。他方 、もし血液流がプローブ１２に向かっているならば、フェーサは反時計周り方向 に発生される。

式（３）かられかるように、値Ｇ′はフエーザ台六に係数ｈｎ“を乗算すること により得られた５つの複素値を加え合わせることにより発生される。もし血液流 がプローブ１２から去っているなろば、係ｖＪ、Ｒｎ“および値Ｗスの位相角は 同一方向に進む。その場合、５つの債は大体同一の位相角を有し、従ってまた加 算時に積極的に加わり合う。もし血液流が反対方向であれば、係数に角を有する 。従って、積が加え合わされる時、最終値の大きさは小さい。従って、項ｃｋは プローブから去る血液流に対しては比較的大きく、またプローブに向かう血液流 に対しては、また低速度で運動する臓器壁および血液により発生される低周波数 のドツプラーに対しては比較的小さい。追加的な項Ｈ′は下式で表され得る。

項（９）の項は、共役値Ｒｎｈではなく値Ｒｎが用いられることを例外とすれば 、式（３）の項と類似である。従って、もし血液流がプローブ１２から去ってい るならば、式（９）の５つの積は大体同一の位相角を有し、従ってまた加算時に 積極的に加わり的大きく、またプローブに向かう血液流に対しては比較的小さく 、また運動する腐器壁に対しては比較的小さい。

速度エステイメータＶ′は下式に従って値Ｇ’およびＨ６から決定され得る。

Ｖ’＝＋１ＲｅＨ’　ｌ＋ｌ　ＩｍＨ’　ｌまた式（１）の最初の２つの項に相 当する。式（１０）の最後の２つの項は近似的にａ′の大きさを表し、また式（ １）の最後の２つの項に相当する。前記のように、正の最初の２つの項は血液流 がプローブ１２から去っている時に支配的であり、また負の最後の２つの項は血 液流がプローブに向かっている時に支配的である。これは第６図の曲線１１２に より示されている。４つの項はいずれも、曲線１１２の不感帯１１４により示さ れているように、低間波のドツプラーに対しては感応性でない。

また、前記のように、本発明による超音波装五の最適な動作を保証するべくサン プリング周波数ｒｓを調節する必要がある。サンプリング周波数は周知のナイキ スト規範に従って最大ドツプラーシフトの周波数の少なくとも２倍であるべきで ある。曲線１１２かられかるように、もしサンプリング周波数ｆｓが最大ドツプ ラーシフトの２倍よりも低ければ、望ましくないエイリアシングが生起する。も しサンプリング周波数ｆｓが高過ぎれば、ドツプラー信号は低周ｅ数の信号とし て現れる。前記のように、式（１０）はこのような信号に馨応しないように最適 化されている。最通なサンプリング周波数ｆ、は、最適な血液流像が発生される までディスプレイをモニタすることにより決定され得る。

血液流の特定の点（ｎ−０〜５）から反射された超音波の５つのサンプルが最適 な結果を生ずることが見出されているけれども、他の値も用いられ（ｑる。たと えば、唯４つのサンプル（ｎ＝０〜３〕から速度エステイメータ■３を発生する ことにより適当な血液流像が得られることが実験により確認されている。しかし 、その結果として得られる感応曲線は、原点における屈折が第６図はど判然とし ない点で第６図の曲線よりも劣っている。従って、４つのサンプルを用いるシス テムは低速で運動する臓器璧からの干渉を受けやすい。速度エステイメータの発 生のために唯３つのサンプル（ｎ−０〜２）を用いることにより適当な結果が得 られるとは信ぜられていない。

サンプルの数が上記の最適数５を越えていてもよいことも特記されるべきである 。実際に、第６図の曲線１１２の感応特性はより多い数のサンプルを処理するこ とにより若干改善され得る。しかし、所与のビーム方向に沿って一連の速度エス テイメータ■ゝを発生ずるためＧこ必要とされる時間はサンプルの数の増大と共 に増大する。従って、実質的な像フリッカなしに表示され得るビーム方向の数１ よ減少する。速度エステイメータ■６が発生されるし一トはサンプリング周波数 ｒ、の増大により増大され得る。しかし、前記のように、１４Ｊｌ　ｆｆｌ内の 超音波の速度が最大サンプリングレートに制限を課する。従って、もしサンプリ ングレートが大幅に増大されるべきであれば、血液速度データが処理される深度 に制限が課せられなければならない。さもなければ、１つの超音波バーストによ り発生される身体内の深部からの超音波反射と、それに続く超音波バーストによ り発生される身体内の浅部からの超音波反射との間に、あいまいさが生起する。

前記の制約条件から、速度エステイメータ■１の発生のために用いられるサンプ ルの数を８　（ｎ＝ｏ〜７）よりも大きな値に増大することにより本発明の利益 が得られるとは信ぜられていない。最適値は前記のように５サンプルである。サ ンプルの好ましい範囲は４ないし６であり、４未満または８超過のサンプルでは 本発明の完全な利益は得られない。

再び第３図を参照すると、速度エスティノータＶ０は保持レジスタ１０日からリ ミッタ／内挿器回路】１０へ送られる。リミッタ／内挿器回路は大きさの大きい 速度エステイメータＶ′から発生される像の明るさを制■し、それによりディス プレイの損傷を防止する。リミッタ機能は、１６ビツトの速度エステイメータデ ータＶ′を走査コンバータメモリ７０　（第２Ｂ図）内への記憶のために５ビツ ト値に変換する一対のプログラム可能リードオンリーメモリ　（ＦＲＯＭ）（図 示せず）により実現されている。最下位の４ビツトは、ディジタル化誤差により 影グされるので、省かれている。次の５つの最下位ビットは、出力データがオー バーフローしないかぎり、出力データとして用いられる。もし正のオーバーフロ ーが存在すれば、最大許容可能な値、０１１１１、がメモリから出力される。も し負のオーバーフローが存在すれば、１００００の最大許容可能な負値が用いら れる。第６表は回路１１０のリミッタ機能により発生される種々の出力を示す。

玉工１ 速度エステイメータ　表示される色　速度Ｖ　ゝ ０１１１１　明るい青　プローブに向がう高速００００１　鈍い青　プローブに 向かう低速ｏｏｏｏｏ　棋　速度なし １１１１１　鈍い赤　プローブから去る低速１００００　明るい赤　プローブか ら去る高速回路１１０の内挿器機能は画素（ｐｉｘｅｌ）の周りの境界を推定す る。ディスプレイ上への大きな方形の画素の出現は、相続くサンプル（１，１２ μｓ間隔）の間の領域を直線内１屯により得られた中間速度値で満たすことによ り回避されている。この内押は、ディジタル加算器を使用し且つ２で除算された 和（すなわち平均値）を得るべくｌビットずらされた出力端を配線することによ り、標準的な仕方で行われている。

コンディショニングをされた速度エステイメータ■６は、前記のように、速度エ ステイメータが扇形走査を通じて発生されるにつれて、走査コンバータメモリ７ ０　（第２Ｂ図）内ヘロードされる。対応する解剖学的エコーデータもコンバー タメモリ内へロードされる。いったん完全な扇形走査に対応するデータがすべて ロードされ終わると、メモリ７０はディスプレイに対する標準ラスク走査フォー マットで読み出される。典型的には、３０の扇形走査が毎秒発生され、これは血 液流および解８１１学的構造の運動する像を発生するのに十分に速い。

以上に新規な超音波診断装置を開基してきた。本装置の好ましい実施例について 詳細に説明してきたが、特許請求の範囲に記載されている本発明の範囲内にて種 々の変更が可能であることは当業者にとって明らかであろう。

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Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １．流れが測定されるべき血液に向けて一連の超音波バーストを送信するための 超音波送信手段と、 血液から反射された超音波を受信するための超音波受信手段と、 前記の送信された超音波の周波数と前記の受信された超音波の周波数との間の差 を検出して、対応する周波数差データを発生するための検出手段と、 前記の周波数差データに応答して、それぞれＮ個（Ｎは４から８まで変化してよ い）の前記超音波バーストから得られた前記周波数差データを用いて速度エステ ィメータ信号を発生し、それらにより血液流速度を示す速度エスティメータデー タを発生するためのプロセッサ手段と、 前記の速度エスティメータデータに応答して前記血液流の像を表示するためのデ ィスプレイ手段と を含んでいることを特徴とする身体内の血液流を測定するための超音波診断装置 。